專利名稱：用于四維血管造影和熒光透視的系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及血管造影，更具體而言，涉及產(chǎn)生時(shí)間分辨的、三維(因此，形成四維)血管造影和熒光透視圖像的系統(tǒng)和方法。
背景技術(shù)：
自從Moniz在1927年通過頸動(dòng)脈直接穿孔引入血管造影以來(lái)，不斷進(jìn)行各種嘗試以發(fā)展提供脈管系統(tǒng)的診斷圖像的血管造影技術(shù)而同時(shí)減少與治療相關(guān)的侵入。幾十年來(lái)，圖像的后處理主要局限于使用膠片減影技術(shù)。最初的血管造影技術(shù)包括直接動(dòng)脈穿孔并操作針管，通過該針管注入造影介質(zhì)。這些做法與大量嚴(yán)重并發(fā)癥的發(fā)生有關(guān)。允許使用單一導(dǎo)管研究多個(gè)動(dòng)脈區(qū)段的經(jīng)皮技術(shù)的發(fā)展減少了但是無(wú)法消除這些不利情形。在二十世紀(jì)七十年代后期，基于實(shí)時(shí)數(shù)字處理設(shè)備開發(fā)出一種稱為數(shù)字減影血管造影(下稱“DSA”)的技術(shù)。由于數(shù)字處理的優(yōu)勢(shì)，最初希望可以始終利用靜脈內(nèi)(下稱“IV”)注射造影介質(zhì)來(lái)執(zhí)行DSA，由此減少與直接動(dòng)脈內(nèi)(下稱“IA”)注射相關(guān)的不適感和并發(fā)癥的發(fā)生。然而，很快發(fā)現(xiàn)IV-DSA技術(shù)受到欠佳的視角和血管重疊造成的問題的制約，這只能通過重復(fù)注射來(lái)減輕。盡管如此，這些因素仍然是有問題的，除非能定義出避免相關(guān)血管結(jié)構(gòu)重疊的投影。在使用雙平面獲取時(shí)，出現(xiàn)了類似的問題。而且，因?yàn)榕c造影介質(zhì)的IV注射相關(guān)的信號(hào)數(shù)量有限，IV-DSA在充足心輸出量和患者運(yùn)動(dòng)最小的條件下才能最好地進(jìn)行。IV-DSA因此被結(jié)合了類似數(shù)字處理與標(biāo)準(zhǔn)IA血管造影檢查的技術(shù)所取代。雖然如此，由于DSA可以顯著減少進(jìn)行血管造影檢查所需的時(shí)間和所需造影介質(zhì)的數(shù)量，所以其有效性使與血管造影相關(guān)的不利情形得以顯著減少。由于在硬件和軟件兩方面的穩(wěn)步發(fā)展，DSA現(xiàn)在可以以二維(下稱“2D”)和旋轉(zhuǎn)三維(下稱“3D”)兩種形式對(duì)脈管系統(tǒng)進(jìn)行精確的描繪。3D-DSA已經(jīng)成為對(duì)患有各種中樞神經(jīng)系統(tǒng)血管疾病的患者進(jìn)行診斷和管理的重要組成部分。目前在X射線血管造影設(shè)備時(shí)間分辨能力方面的限制要求在大約5秒的最少時(shí)間內(nèi)實(shí)現(xiàn)旋轉(zhuǎn)獲取。即使對(duì)獲取進(jìn)行完美的定時(shí)以便在旋轉(zhuǎn)開始時(shí)使動(dòng)脈結(jié)構(gòu)變得完全不透明，但是到旋轉(zhuǎn)結(jié)束幾乎總是存在一些靜脈結(jié)構(gòu)填充。僅能通過閾值處理使得與動(dòng)脈結(jié)構(gòu)相比包含較低濃度造影介質(zhì)的靜脈結(jié)構(gòu)不再顯現(xiàn)在圖像中來(lái)獲得“純”動(dòng)脈解剖圖像的顯示。這種限制是使對(duì)正常和異常血管結(jié)構(gòu)的各方面進(jìn)行精確測(cè)量變得極其困難的重要因素。目前基于DSA的技術(shù)并不在重建的3D-DSA體積中描繪填充物的時(shí)間序列。近年來(lái)，傳統(tǒng)DSA的競(jìng)爭(zhēng)已經(jīng)以計(jì)算X射線斷層攝影術(shù)血管造影(下稱“CTA”)和磁共振血管造影(下稱“MRA”)的形式顯現(xiàn)出來(lái)。CTA提供高空間分辨率，但它不是時(shí)間分辨的，除非成像體積受到嚴(yán)格限制。由于顱底骨骼導(dǎo)致的假象和變得不透明的靜脈結(jié)構(gòu)對(duì)動(dòng)脈圖像的污染，CTA還局限于獨(dú)立的診斷方式。此外，CTA不具有引導(dǎo)或監(jiān)控微創(chuàng)血管內(nèi)介入的作用。在MRA的空間分辨率質(zhì)量和時(shí)間分辨率質(zhì)量?jī)煞矫嬉呀?jīng)取得了顯著的進(jìn)步。目前，釓增強(qiáng)的時(shí)間分辨MRA(下稱“TRICKS”)被廣泛認(rèn)為是用于時(shí)間分辨MRA的主要臨床標(biāo)準(zhǔn)。TRICKS能夠?qū)崿F(xiàn)大約IOmm3的體素尺寸以及大約10秒的時(shí)間分辨率。諸如違反奈奎斯特定理接近1000倍的HYBRID HYPR MRA技術(shù)之類的進(jìn)步，可以在僅低于I秒的幀時(shí)間內(nèi)提供亞暈米的各向同性的分辨率。雖然如此，MRA的空間分辨率和時(shí)間分辨率并不適合 所有成像情況，并且其成本較高。在對(duì)顱內(nèi)脈管系統(tǒng)的小尺寸且卷繞的路線進(jìn)行成像時(shí)，現(xiàn)有血管造影方法的缺點(diǎn)尤為普遍。利用傳統(tǒng)DSA，難于或者不可能在不重疊相鄰血管的情形下對(duì)這些結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像和顯示。當(dāng)將幾何結(jié)構(gòu)復(fù)雜的異常結(jié)構(gòu)(例如動(dòng)脈瘤)可視化時(shí)，或者當(dāng)存在異?？焖倩蚵俚难?例如血管畸形或缺血性中風(fēng))時(shí)，這一問題更加復(fù)雜。隨著越來(lái)越多地利用微創(chuàng)血管腔內(nèi)技術(shù)治療腦血管疾病，在這種治療依賴于使血管結(jié)構(gòu)可見的成像技術(shù)的情形下，開發(fā)允許清晰限定出血管解剖結(jié)構(gòu)和流型的成像方法變得更加重要。此類信息正成為治療前的規(guī)劃和介入治療的引導(dǎo)兩者的先決條件。例如，血管疾病的血管內(nèi)治療可能要求精確引導(dǎo)穿過大腦和脊髓的細(xì)小蜿蜒血管。目前，這涉及在通常的治療期間必須“重置”許多次的路線圖的使用。實(shí)際上，在給定的治療期間，進(jìn)行15至20次重置并不罕見。這不僅使用了大量造影介質(zhì)，而且血栓栓塞并發(fā)癥的風(fēng)險(xiǎn)也隨著每次注射而升高。因此，希望能有一種系統(tǒng)和方法，用于產(chǎn)生脈管系統(tǒng)的時(shí)間分辨、3D圖像，相對(duì)于現(xiàn)有可能的圖像，其具有改善的空間分辨率和時(shí)間分辨率。這種方法將允許動(dòng)脈脈管系統(tǒng)區(qū)別于靜脈脈管系統(tǒng)，進(jìn)而允許在當(dāng)前進(jìn)行IA注射的情況下使用造影介質(zhì)的IV注射。這也將允許以動(dòng)態(tài)序列方式觀察3D體積，使得對(duì)血管疾病的理解得到改善，以及為在介入治療中使用的更精確和通用的路線圖提供基礎(chǔ)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明通過提供一種系統(tǒng)和方法來(lái)克服上述缺陷，所述系統(tǒng)和方法用于通過將來(lái)自單獨(dú)獲取的2D圖像的時(shí)間序列的時(shí)間信息輸入到靜態(tài)3D旋轉(zhuǎn)DSA圖像中或者，在優(yōu)選實(shí)施例中，通過利用2D投影圖像(根據(jù)該2D投影圖像形成所述3D旋轉(zhuǎn)DSA圖像)提供的固有時(shí)間信息，產(chǎn)生對(duì)象的具有高時(shí)間分辨率和優(yōu)秀空間分辨率的時(shí)間分辨的、3D醫(yī)療圖像的詳細(xì)序列。在優(yōu)選方法中，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)和單次造影劑注射獲取來(lái)自對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)，以產(chǎn)生2D圖像的時(shí)間序列，由此，根據(jù)所獲取的由2D角度投影組成的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像。所述方法還包括通過將基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像與2D圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合來(lái)產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的3D圖像序列。所述優(yōu)選方法可以利用由單一X射線源和檢測(cè)器陣列構(gòu)成的系統(tǒng)來(lái)實(shí)施。在所述優(yōu)選方法中，時(shí)間序列中每一幅圖像的信噪比基本上與單一的3D圖像的信噪比相同。在所述優(yōu)選方法中，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)成對(duì)的投影可以隔開大約60度的角度。除此之外，時(shí)間特性(timebehavior)由較早的投影所決定，而第二次投影主要用于去除在乘法處理中可能出現(xiàn)的潛在模糊。在較大角度處的投影中的靜脈信號(hào)被調(diào)整為零，因?yàn)樗鼈儾淮嬖谟谠缙诘膸小？傮w時(shí)間幀通常形成為兩個(gè)乘積的平方根，所述兩個(gè)乘積一第一幀投影和3D體積的乘積和第二投影與3D體積的乘積。在本發(fā)明的實(shí)施例中，提供了一種方法，用于通過在第一次獲取中從對(duì)象上感興趣的區(qū)域(下稱“R0I”)獲取時(shí)間分辨的圖像數(shù)據(jù)，然后根據(jù)第一次獲取中獲得的圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生2D圖像的時(shí)間序列，由此產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的3D圖像，其中所述第一次獲取在造影劑丸經(jīng)過ROI的時(shí)間段內(nèi)進(jìn)行。所述方法還包括在第二次獲取中從ROI獲取圖像數(shù)據(jù)，根據(jù)在所述第二次獲取中獲得的圖像數(shù)據(jù)重建基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像，并通過將2D圖像的時(shí)間序列與基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像選擇性結(jié)合來(lái)產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的3D圖像。在該方法中，可以利用單一平面或雙平面X射線系統(tǒng)來(lái)實(shí)施第一次獲取。同樣，所述方法包括將單一 3D圖像的信噪比轉(zhuǎn)移到單獨(dú)的時(shí)間幀中。這通過在乘以·3D體積之前對(duì)投影數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積來(lái)實(shí)現(xiàn)。在本發(fā)明的另一種實(shí)施例中，提供了一種方法，該方法通過利用旋轉(zhuǎn)獲取在選定時(shí)間段范圍內(nèi)獲取對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)的投影視圖，而在所述選定時(shí)間段的一部分期間造影劑丸經(jīng)過所述R0I，由此產(chǎn)生該對(duì)象的時(shí)間分辨的3D圖像。同樣，所述方法包括根據(jù)在所述選定時(shí)間段的造影劑丸經(jīng)過ROI的那部分期間獲得的投影視圖產(chǎn)生ROI的2D圖像時(shí)間序列。所述方法還包括根據(jù)所獲取的基本上全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像，并通過將所述2D圖像的時(shí)間序列與所述不具有時(shí)間分辨率的3D圖像選擇性結(jié)合來(lái)產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的3D圖像。所述方法進(jìn)一步包括在諸如導(dǎo)管和線圈之類的IV設(shè)備上進(jìn)行3D時(shí)間分辨的追蹤。該過程包括使用在一個(gè)或者優(yōu)選兩個(gè)同時(shí)投影中獲得的所述設(shè)備的2D投影圖像的減影序列，并將該信息嵌入3D旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集中，以便所述設(shè)備的位置可以在不轉(zhuǎn)動(dòng)源或檢測(cè)器系統(tǒng)的情形下從任意角度顯示出來(lái)。在優(yōu)選實(shí)施過程中，根據(jù)來(lái)自兩個(gè)同時(shí)投影視圖的時(shí)間導(dǎo)數(shù)信息處理前進(jìn)設(shè)備的各區(qū)段。使所述信息乘法相關(guān)，以便在任意時(shí)間點(diǎn)，所述設(shè)備的前緣的當(dāng)前位置可以被識(shí)別并且可以區(qū)別于它先前的位置。這在設(shè)備可能盤繞由此在血管腔中可能占據(jù)多個(gè)位置的實(shí)例中是重要的。優(yōu)選方法包括產(chǎn)生所述設(shè)備的歷史路徑，該歷史路徑是所述乘法相關(guān)處理所識(shí)別的全部先前的即時(shí)信號(hào)的總和。對(duì)于僅具有單一源/單一檢測(cè)器系統(tǒng)的系統(tǒng)中的應(yīng)用，不會(huì)在血管腔中導(dǎo)致多個(gè)實(shí)例的前進(jìn)設(shè)備可以利用單一視圖的、時(shí)間依賴的投影來(lái)進(jìn)行描繪，并且在正交視圖中沿著血管的中心線來(lái)顯示所述設(shè)備。本發(fā)明的另一種實(shí)施例包括部分濾波反投影重建，其采用一個(gè)或多個(gè)角度扇區(qū)，所述扇區(qū)提供加權(quán)圖像，該加權(quán)圖像乘進(jìn)靜態(tài)3D旋轉(zhuǎn)血管數(shù)據(jù)集中。這更好地逼近血管內(nèi)組織的時(shí)間依賴的灌注。對(duì)于單一源/單一檢測(cè)器系統(tǒng)，利用由若干相鄰?fù)队皹?gòu)成的單一角度扇區(qū)產(chǎn)生濾波反投影。對(duì)于雙平面系統(tǒng)，可以采用隔開大約90度的兩個(gè)扇區(qū)。為了消除時(shí)間依賴的血管行為的影響，在投影的組織分量與靜態(tài)3D數(shù)據(jù)集的組織分量相乘之前，可以將血管分段。在一方面，公開了一種方法，其包括利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從對(duì)象獲取圖像數(shù)據(jù)，根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列，以及根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像。所述方法還包括通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合來(lái)產(chǎn)生該對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。本發(fā)明的另一方面包括一種方法，所述方法用于通過在第一次獲取中從對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)獲取時(shí)間分辨的圖像數(shù)據(jù)，所述第一次獲取在造影劑丸經(jīng)過所述ROI的時(shí)間段內(nèi)執(zhí)行，并根據(jù)所述第一次獲取中獲得的圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列，由此產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。所述方法還包括在第二次獲取中從所述ROI獲取圖像數(shù)據(jù)，根據(jù)在所述第二次獲取中獲得的圖像數(shù)據(jù)重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像，以及通過將所述二維圖像的時(shí)間序列與所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像選擇性結(jié)合來(lái)產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。在該方法中，所述第一次獲取可以利用單一平面或雙平面X射線系統(tǒng)來(lái)實(shí)現(xiàn)。在本發(fā)明的又一方面，提供了一種方法，所述方法用于通過利用旋轉(zhuǎn)獲取在選定時(shí)間段范圍內(nèi)獲取對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)的投影視圖，而在該選定時(shí)間段的一部分期間造影劑丸經(jīng)過所述R0I，由此產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。所述方法還包括根據(jù)在所述選定時(shí)間段的造影劑丸經(jīng)過ROI的那部分期間獲取的投 影視圖產(chǎn)生所述ROI的二維圖像的時(shí)間序列。所述方法進(jìn)一步包括根據(jù)所獲取的基本上 全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像并且通過將所述二維圖像的時(shí)間序列與所述不具有時(shí)間分辨率的三維圖像結(jié)合來(lái)產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。在一方面，公開了一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括在單次造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括單一源/單一檢測(cè)器系統(tǒng)；根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列；根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列結(jié)合來(lái)產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比。在一些實(shí)施例中，在單次造影劑注射期間，通過從造影劑到達(dá)之后獲取的時(shí)間序列的幀中減去造影劑到達(dá)前獲取的時(shí)間序列的一個(gè)時(shí)間幀和時(shí)間序列的時(shí)間幀的平均值中的至少一者，產(chǎn)生減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列。一些實(shí)施例包括將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)；利用二維圖像空間核對(duì)所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列進(jìn)行卷積；在垂直于所述二維圖像的時(shí)間序列的平面的方向上，將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，與三維圖像相乘以額外的角度重復(fù)。在一些實(shí)施例中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。一些實(shí)施例包括為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間(time-to-fractional peak)中的至少一者。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像中去除陰影假象。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顏色編碼的顯示疊加在 所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像產(chǎn)生的血容量圖像中的至少一者上。在一些實(shí)施例中，在單一源/單一檢測(cè)器系統(tǒng)的源檢測(cè)器機(jī)架的固定位置獲取所述圖像投影數(shù)據(jù)，直到在視場(chǎng)中檢測(cè)到注射的造影劑并且產(chǎn)生適當(dāng)?shù)膭?dòng)脈與靜脈對(duì)比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對(duì)比度的三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集，由此源檢測(cè)器機(jī)架開始轉(zhuǎn)動(dòng)。在一些實(shí)施例中，在獲取所述三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集的最終角度處獲取額外的時(shí)間分辨的流出物投影數(shù)據(jù)，并用于產(chǎn)生三維的時(shí)間分辨的流出物容量。在一些實(shí)施例中，所述單次造影劑注射是動(dòng)脈內(nèi)注射和靜脈內(nèi)注射中的一者。在一方面，公開了一種方法用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括在多個(gè)源-檢測(cè)器方向獲得的多次造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括單一源/單一檢測(cè)器陣列；以及在所述多個(gè)源-檢測(cè)器方向根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)產(chǎn)生減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列。在一些實(shí)施例中，所述圖像投影數(shù)據(jù)是在所述多次造影劑注射的其中一次注射期間以多個(gè)旋轉(zhuǎn)角度獲取的。在一些實(shí)施例中，其中根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像。一些實(shí)施例包括通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生信噪比基本高于所述獲得的時(shí)間投影數(shù)據(jù)的信噪比的時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的投影值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，與三維圖像相乘以額外的角度重復(fù)。在一些實(shí)施例中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。一些實(shí)施例包括為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少一者。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像去除陰影假象。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顏色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少一者上。在一些實(shí)施例中，所述多次造影劑注射是動(dòng)脈內(nèi)注射和靜脈內(nèi)注射中的一者。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括在單次造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括具有兩個(gè)單獨(dú)的源檢測(cè)器系統(tǒng)的雙平面系統(tǒng)；根據(jù)以多個(gè)角度獲得的來(lái)自每個(gè)源檢測(cè)器系統(tǒng)的所述獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列；根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比?！?shí)施例包括將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與以多個(gè)角度·獲得的所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)；利用二維空間核對(duì)所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列進(jìn)行卷積；在垂直于所述二維圖像的時(shí)間序列的平面的方向上將所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)的像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。一些實(shí)施例包括為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少一者。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像去除陰影假象。在一些實(shí)施例中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顏色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少一者上。在一些實(shí)施例中，在相應(yīng)的兩個(gè)源檢測(cè)器系統(tǒng)的兩個(gè)源檢測(cè)器機(jī)架的固定位置獲取圖像投影數(shù)據(jù)，直到在視場(chǎng)中檢測(cè)到注射的造影劑并且產(chǎn)生適當(dāng)?shù)膭?dòng)脈和靜脈對(duì)比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對(duì)比度的三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集，由此所述兩個(gè)源檢測(cè)器機(jī)架中的至少一者開始轉(zhuǎn)動(dòng)。在一些實(shí)施例中，在獲取三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集的最終角度處獲取額外的時(shí)間分辨的流出物投影數(shù)據(jù)，并用于產(chǎn)生三維的時(shí)間分辨的流出物容量。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括在第一次造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取第一圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括具有兩個(gè)單獨(dú)的源檢測(cè)器系統(tǒng)的雙平面系統(tǒng)；根據(jù)來(lái)自每個(gè)源檢測(cè)器系統(tǒng)的所述獲取的第一圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列；在第二次造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取第二圖像投影數(shù)據(jù)；根據(jù)所述獲取的第二圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的第一圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn) 生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維血管數(shù)據(jù)集圖像，所述方法包括在單次造影劑注射和多次造影劑注射中的至少一種造影劑注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取部分角度濾波反投影圖像數(shù)據(jù)；在前進(jìn)受限的角度范圍內(nèi)根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生二維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列；根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪t匕，其中所述二維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列用于加權(quán)并乘以所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。一些實(shí)施例包括在所述二維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列用于加權(quán)并乘以所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像之前，應(yīng)用閾值消除信號(hào)，以去除血管信息。在一方面，公開了一種方法，用于在單平面熒光透視系統(tǒng)上，產(chǎn)生疊加在由四維DSA時(shí)間幀提供的三維血管路線圖上的介入設(shè)備的時(shí)間分辨的三維熒光透視圖像，所述方法包括選擇用于血管路線圖的四維DSA時(shí)間幀；產(chǎn)生在單一源-檢測(cè)器機(jī)架角度處獲得的介入設(shè)備的熒光透視圖像的減影時(shí)間序列；通過將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列乘以三維血管路線圖，將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列結(jié)合到三維血管空間中；以及通過形成穿過所述結(jié)合的熒光透視圖像和三維血管路線圖的最大強(qiáng)度投影來(lái)從任意方向顯示疊加在三維血管路線圖上的熒光透視圖像的當(dāng)前減影時(shí)間序列。在一些實(shí)施例中，在相乘射線的方向上，介入設(shè)備的位置基本位于接受檢查的對(duì)象的血管的中心。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括下述步驟a)利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像數(shù)據(jù)；b)根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列；c)根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及d)通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。一些實(shí)施例包括步驟d)i)將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與二維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)；d)ii)在垂直于所述二維圖像的時(shí)間序列的平面的方向上，將所述二維圖像的時(shí)間序列中每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及d)iii)對(duì)于所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與步驟d) ii)中投影的每個(gè)像素的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與來(lái)自所述二維圖像的時(shí)間序列的投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。一些實(shí)施例包括步驟e)為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間(MIT)和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少一者。在一些實(shí)施例中，步驟e)還包括基于所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像中去除陰影假象。在一些實(shí)施例中，步驟e)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顏色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少一者上。一些實(shí)施例包括步驟a) i)在第一角度和基本上與所述第一角度正交的第二角度，利用X射線系統(tǒng)從對(duì)象上選定的血管區(qū)域獲取圖像數(shù)據(jù)；b)i)分別根據(jù)在第一角度和第二角度獲取的圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列，以便所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列基本正交并且基本上不存在與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)； d)i)將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列配準(zhǔn)；d)ii)沿著與所述二維圖像的第一時(shí)間序列的軸線垂直的軸線，將所述二維圖像的第一時(shí)間序列的每個(gè)像素的值進(jìn)行投影，以及沿著與所述二維圖像的第二時(shí)間序列的軸線垂直的軸線，將所述二維圖像的第二時(shí)間序列的每個(gè)像素的值進(jìn)行投影；以及d)iii)對(duì)于所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與步驟d) ii)中投影的每個(gè)像素的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。一些實(shí)施例包括步驟a) ii)利用旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)從所述選定的血管區(qū)域獲取三維圖像數(shù)據(jù)；和c)i)根據(jù)所獲取的三維圖像數(shù)據(jù)重建所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像，其中所述選定的血管區(qū)域變得基本不透明，并且，其中所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像基本上不存在與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，在步驟a) i)中獲取的圖像數(shù)據(jù)是在第一造影劑丸經(jīng)過所述選定的血管區(qū)域的時(shí)間段范圍內(nèi)進(jìn)行獲取的，并且在步驟a) ii)中獲取的圖像數(shù)據(jù)是在第二造影劑丸經(jīng)過所述選定的血管區(qū)域之后進(jìn)行獲取的。在一些實(shí)施例中，通過從步驟a) i)中獲取的圖像數(shù)據(jù)減去在第一造影劑經(jīng)過所述選定的血管區(qū)域之前獲取的圖像數(shù)據(jù)，從步驟b) ii)中產(chǎn)生的圖像中去除與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，通過從步驟a) ii)獲取的圖像數(shù)據(jù)減去在第二造影劑丸經(jīng)過所述感興趣的對(duì)象之前獲取的圖像數(shù)據(jù)，從在步驟c)i)中重建的圖像中去除與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，利用靜脈內(nèi)注射和動(dòng)脈內(nèi)注射中的至少一者來(lái)施用第一造影劑和第二造影劑。一些實(shí)施例包括步驟a)i)利用旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)在選定時(shí)間段范圍內(nèi)獲取對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)的投影視圖，其中造影劑丸在所述選定時(shí)間段的一部分期間經(jīng)過所述ROI ；b)i)根據(jù)在所述選定時(shí)間段的所述造影劑丸經(jīng)過所述ROI的那部分期間獲取的投影視圖產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列；以及c)i)根據(jù)所獲取的基本上全部投影視圖重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像。在一些實(shí)施例中，利用靜脈內(nèi)注射來(lái)施用所述造影劑，并且，通過減去在造影劑丸經(jīng)過所述ROI之前從該ROI獲取的圖像數(shù)據(jù)，從步驟b)i)中產(chǎn)生的和在步驟c)i)中重建的圖像中去除與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。一些實(shí)施例包括步驟e)根據(jù)對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，為介入治療產(chǎn)生路線圖。在一些實(shí)施例中，步驟e)還包括將實(shí)時(shí)手術(shù)設(shè)備信息嵌入對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的至少一個(gè)選定的時(shí)間幀內(nèi)。在一些實(shí)施例中，步驟e)進(jìn)一步包括將利用雙平面熒光透視系統(tǒng)在第一角度和第二角度獲取的手術(shù)設(shè)備信息嵌入對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的相應(yīng)角度中。在一些實(shí)施例中，步驟e)進(jìn)一步包括將利用單一平面熒光透視系統(tǒng)在第一角度獲取的手術(shù)設(shè)備信息嵌入所述時(shí)間分辨的三維圖像的相應(yīng)角度中，以產(chǎn)生混合數(shù)據(jù)集，其中沿著與所述第一角度正交的第二角度，手術(shù)設(shè)備信息嵌入在所述時(shí)間分辨的三維圖像中描繪的血管的中心；以及將穿過所述混合數(shù)據(jù)集的最大強(qiáng)度投影(MIP)疊加在于相應(yīng)角度處穿過所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的MIP上。在一些實(shí)施方式中，所述手術(shù)設(shè)備是導(dǎo)管、線圈、血管內(nèi)支架和導(dǎo)線中的至少一種。
在一些實(shí)施例中，步驟e)進(jìn)一步包括將包含手術(shù)設(shè)備信息并且在選定角度獲取的實(shí)時(shí)單一平面熒光透視圖像疊加在于相應(yīng)角度處穿過所述對(duì)象的時(shí)間分辨三維圖像的MIP 上。在一些實(shí)施例中，步驟d)還包括對(duì)所述時(shí)間分辨的三維圖像求方根，以補(bǔ)償由于將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合導(dǎo)致的圖像強(qiáng)度增大。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括下述步驟在第一次獲取中從所述對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)獲取時(shí)間分辨的圖像數(shù)據(jù)，所述第一次獲取在造影劑丸經(jīng)過所述ROI的時(shí)間段內(nèi)執(zhí)行；根據(jù)在第一次獲取中所獲取的圖像數(shù)據(jù)產(chǎn)生二維圖像的時(shí)間序列；在第二次獲取中從所述ROI獲取圖像數(shù)據(jù)；根據(jù)在第二次獲取中所獲取的圖像數(shù)據(jù)重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述二維圖像的時(shí)間序列與所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像選擇性結(jié)合，產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像包括將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)；在與所述二維圖像的時(shí)間序列的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與來(lái)自所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)像素的投影值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與所述ROI中不希望的結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述ROI中不希望的結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，在第一次獲取中獲取圖像數(shù)據(jù)包括利用雙平面熒光透視系統(tǒng)在第一角度和正交的第二角度獲取時(shí)間分辨的二維圖像數(shù)據(jù)；產(chǎn)生所述二維圖像的時(shí)間序列包括分別根據(jù)在第一角度和第二角度獲取的圖像數(shù)據(jù)重建所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列；以及產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像包括將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列配準(zhǔn)；在分別與所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列的各自平面垂直的方向上，將所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述二維圖像的第一時(shí)間序列和第二時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，在利用靜脈內(nèi)注射和動(dòng)脈內(nèi)注射中的至少一者施用造影劑之后，利用旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)執(zhí)行在第二次獲取中獲取圖像數(shù)據(jù)。在一些實(shí)施例中，利用靜脈內(nèi)注射或者動(dòng)脈內(nèi)注射中的至少一者來(lái)施用在第一次獲取中經(jīng)過所述ROI的造影劑。
在一些實(shí)施例中，通過從在第一次獲取和第二次獲取中獲取的圖像數(shù)據(jù)減去造影劑通過之前從所述ROI獲取的圖像數(shù)據(jù)，去除所述二維圖像的時(shí)間序列和所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像中與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)?！?shí)施例包括步驟根據(jù)所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像為介入治療產(chǎn)生路線圖。在一些實(shí)施例中，產(chǎn)生路線圖進(jìn)一步包括將實(shí)時(shí)手術(shù)設(shè)備信息嵌入所述對(duì)象的所述時(shí)間分辨的三維圖像的至少一個(gè)選定的時(shí)間幀中。在一方面，公開了一種方法，用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像，所述方法包括利用旋轉(zhuǎn)獲取在選定時(shí)間段范圍內(nèi)獲取所述對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)的投影視圖，其中造影劑丸在所述選定時(shí)間段的一部分期間經(jīng)過所述ROI ;根據(jù)在所述選定時(shí)間段的造影劑丸經(jīng)過所述ROI的那部分期間獲取的投影視圖產(chǎn)生所述ROI的二維圖像的時(shí)間序列；根據(jù)所獲取的基本上全部投影視圖重建所述ROI的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及通過將所述二維圖像的時(shí)間序列與所述不具有時(shí)間分辨率的三維圖像選擇性結(jié)合，產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像包括將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)；在與所述二維圖像的時(shí)間序列的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過將所述不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述二維圖像的時(shí)間序列相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與所述ROI中不希望的結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述二維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，通過從所獲取的投影視圖中減去在造影劑丸經(jīng)過所述ROI之前從該ROI獲取的圖像數(shù)據(jù)，從所述二維圖像的時(shí)間序列和所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像中去除與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。在一些實(shí)施例中，在所述選定時(shí)間段的造影劑丸經(jīng)過所述ROI的那部分期間獲取的投影視圖是在所述旋轉(zhuǎn)獲取的有限角度范圍內(nèi)進(jìn)行獲取的。在一些實(shí)施例中，ROI的圖像的時(shí)間分辨的兩個(gè)序列的每個(gè)幀與該有限角度范圍內(nèi)的給定角度對(duì)應(yīng)，并且產(chǎn)生所述對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像包括將所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀與相應(yīng)角度處的所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像配準(zhǔn)；在與所述時(shí)間分辨的二維圖像的每個(gè)相應(yīng)時(shí)間幀的平面垂直的方向上，將所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及對(duì)于所述二維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。在一些實(shí)施例中，通過靜脈內(nèi)注射和動(dòng)脈內(nèi)注射中的至少一者向所述對(duì)象施用所述造影劑。一些實(shí)施例包括步驟根據(jù)所述對(duì)象的所述時(shí)間 分辨的三維圖像為介入治療產(chǎn)生路線圖。在一些實(shí)施例中，產(chǎn)生路線圖進(jìn)一步包括將手術(shù)設(shè)備導(dǎo)管信息嵌入所述對(duì)象的所述時(shí)間分辨的三維圖像的至少一個(gè)選定的時(shí)間幀中。各種實(shí)施例可以包括以上單獨(dú)描述的或以任何適當(dāng)方式結(jié)合描述的各個(gè)方面、特征、元件、步驟等中的任何一種。本發(fā)明另外的特征和優(yōu)勢(shì)將在下述具體實(shí)施方式
和附圖部分?jǐn)⑹?，或者從其中體現(xiàn)出來(lái)。


圖IA和IB圖示了配置成執(zhí)行依照本發(fā)明的流程的旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)；圖2是說(shuō)明依照本發(fā)明產(chǎn)生時(shí)間分辨的3D圖像的一般步驟的流程圖；圖3是說(shuō)明依照本發(fā)明利用單一平面X射線系統(tǒng)根據(jù)獲取用來(lái)產(chǎn)生非時(shí)間分辨的3D體積的時(shí)間分辨的2D投影圖像產(chǎn)生4D-DSA圖像的步驟的流程圖；圖4示出了依照本發(fā)明相對(duì)于C形臂系統(tǒng)轉(zhuǎn)動(dòng)的開始，注射的造影劑到達(dá)的時(shí)序;圖5示意性地圖示了依照本發(fā)明將3D圖像與利用單一平面X射線系統(tǒng)獲取的2D-DSA圖像幀進(jìn)行選擇性結(jié)合；圖6是說(shuō)明依照本發(fā)明，根據(jù)利用時(shí)間和角度隔開的固有投影所獲取的成對(duì)的時(shí)間分辨的2D圖像產(chǎn)生4D-DSA圖像的步驟的流程圖；圖7是說(shuō)明依照本發(fā)明將3D圖像與利用雙平面X射線系統(tǒng)獲取的兩個(gè)正交2D-DSA圖像幀選擇性結(jié)合的步驟的流程圖；圖8示意性地圖示了依照本發(fā)明將根據(jù)投影視圖全部集合重建的3D圖像與根據(jù)選自所述集合的成對(duì)的單個(gè)投影視圖所產(chǎn)生的圖像進(jìn)行選擇性結(jié)合；圖9示意性地圖示了包括將由雙平面系統(tǒng)產(chǎn)生的來(lái)自兩個(gè)正交角度的2D投影信息與3D-DSA體積進(jìn)行結(jié)合的相乘過程；圖10圖示了產(chǎn)生4D熒光透視圖像所涉及的圖像的結(jié)合，所述圖像以時(shí)間區(qū)分并且用于形成如圖11中的前進(jìn)中的介入設(shè)備的相關(guān)區(qū)段；圖11示出了根據(jù)圖10產(chǎn)生的熒光透視圖像，所述圖像以至少一個(gè)幀的時(shí)間間隔在時(shí)間上相減，以產(chǎn)生指示所述設(shè)備尖端的最近變化的時(shí)間區(qū)段，由此在將這些時(shí)間區(qū)段乘進(jìn)來(lái)自兩個(gè)投影角度的3D體積之后，對(duì)所述相關(guān)區(qū)段求和以產(chǎn)生設(shè)備路徑；圖12示出了圖示有限角度濾波反投影方法的示意圖和流程圖，由此根據(jù)使用的是單一平面還是雙平面系統(tǒng)獲取一個(gè)或者兩個(gè)角度扇區(qū)；以及圖13示出了圖示在相乘之前在有限角度重建中對(duì)血管信息進(jìn)行選擇性去除的示意圖和流程圖，這提高了對(duì)組織灌注的靈敏性并且減少了來(lái)自占據(jù)更為主要的血管信號(hào)的
重建誤差。
具體實(shí)施例方式參照?qǐng)D1A，本發(fā)明可以采用旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)，該系統(tǒng)專門設(shè)計(jì)用于與介入治療一同使用。其特征在于具有C形臂10的機(jī)架，所述C形臂在其一端具有X射線源組件12，而在其另一端具有X射線檢測(cè)器陣列組件14。所述機(jī)架使X射線源12和檢測(cè)器14能夠圍繞安置在工作臺(tái)16上的患者以不同的位置和角度進(jìn)行取向，同時(shí)允許醫(yī)生接近患者。所述機(jī)架包括L形基架18，所述基架具有在工作臺(tái)16下方延伸的水平支腿20和 在與工作臺(tái)16隔開的水平支腿20的端部向上延伸的豎直支腿22。支撐臂24可旋轉(zhuǎn)地固定至豎直支腿22的上端，用于圍繞水平樞軸線26旋轉(zhuǎn)。樞軸線26與工作臺(tái)16的中心線對(duì)齊，并且臂24從樞軸線26向外徑向延伸以在其外端支撐C形臂驅(qū)動(dòng)組件27。C形臂10可滑動(dòng)地固定至驅(qū)動(dòng)組件27并且連接到驅(qū)動(dòng)馬達(dá)(未示出)，所述驅(qū)動(dòng)馬達(dá)使C形臂10滑動(dòng)以使其圍繞C軸線28旋轉(zhuǎn)，如箭頭30所示。樞軸線26和C軸線28在位于工作臺(tái)16上的等角點(diǎn)36處彼此相交，并且彼此垂直。X射線源組件12安裝在C形臂10的一端，而檢測(cè)器陣列組件14安裝在其另一端。X射線源12發(fā)射X射線束，該X射線束指向檢測(cè)器陣列14。組件12和14 二者朝著樞軸線26向內(nèi)徑向延伸，以使所述射線束的中心射線穿過系統(tǒng)等角點(diǎn)36。在從安置在工作臺(tái)16上的對(duì)象獲取X射線衰減數(shù)據(jù)期間，所述射線束的中心射線可以關(guān)于系統(tǒng)等角點(diǎn)圍繞樞軸線26或者C軸線28或者這二者旋轉(zhuǎn)。X射線源組件12包含X射線源，所述X射線源在受到激勵(lì)時(shí)發(fā)射X射線束。中心射線穿過系統(tǒng)等角點(diǎn)36并且撞擊在容納于檢測(cè)器組件14內(nèi)的二維平板數(shù)字檢測(cè)器上。檢測(cè)器38是2048X2048單元的檢測(cè)器元件二維陣列，其尺寸為41cmX41cm。每個(gè)元件產(chǎn)生表示撞擊的X射線強(qiáng)度并由此表示該X射線穿過患者后的衰減的電信號(hào)。在掃描期間，X射線源組件12和檢測(cè)器組件14圍繞系統(tǒng)等角點(diǎn)36旋轉(zhuǎn)，以獲取來(lái)自不同角度的X射線衰減投影數(shù)據(jù)。檢測(cè)器陣列每秒能獲取30個(gè)投影或視圖，對(duì)于指定的掃描路徑和速度，這是決定能獲取多少幅視圖的限制因素。參照?qǐng)D1B，組件12和14的轉(zhuǎn)動(dòng)以及X射線源的操作由X射線系統(tǒng)的控制機(jī)構(gòu)40來(lái)控制。控制機(jī)構(gòu)40包括X射線控制器42，所述X射線控制器向X射線源32提供電能和定時(shí)信號(hào)?？刂茩C(jī)構(gòu)40中的數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)(DAS) 44采樣來(lái)自檢測(cè)器元件38的數(shù)據(jù)并且將所述數(shù)據(jù)傳送給圖像重建器45。圖像重建器45接收來(lái)自DAS 44的數(shù)字化的X射線數(shù)據(jù)并且根據(jù)本發(fā)明的方法執(zhí)行高速圖像重建。重建的圖像作為輸入應(yīng)用于計(jì)算機(jī)46，所述計(jì)算機(jī)將所述圖像存儲(chǔ)在大容量存儲(chǔ)設(shè)備49中，或者處理所述圖像以進(jìn)一步根據(jù)本發(fā)明的教導(dǎo)產(chǎn)生參數(shù)化圖像。已經(jīng)設(shè)想了計(jì)算機(jī)46可以為數(shù)字血管圖像處理器(DVTP)系統(tǒng)或者包括該系統(tǒng)的部件。控制機(jī)構(gòu)40還包括機(jī)架馬達(dá)控制器47和C軸線馬達(dá)控制器48。響應(yīng)來(lái)自計(jì)算機(jī)46的運(yùn)動(dòng)指令，馬達(dá)控制器47和48向X射線系統(tǒng)中的馬達(dá)提供電能，產(chǎn)生圍繞相應(yīng)的樞軸線26和C軸線28的轉(zhuǎn)動(dòng)。如下面將要討論，由計(jì)算機(jī)46執(zhí)行的程序?yàn)轳R達(dá)驅(qū)動(dòng)件47和48產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)指令，以沿著指定的掃描路徑移動(dòng)組件12和14。計(jì)算機(jī)46還通過控制臺(tái)50從操作者接收指令和掃描參數(shù)，所述控制臺(tái)具有鍵盤和其他可手動(dòng)操作的控制器。相關(guān)聯(lián)的陰極射線管顯示器52允許操作者觀察來(lái)自計(jì)算機(jī)46的重建的圖像和其他數(shù)據(jù)。操作者提供的指令由計(jì)算機(jī)46在存儲(chǔ)的程序的指導(dǎo)下進(jìn)行使用，以向DAS 44、X射線控制器42以及馬達(dá)控制器47和48提供控制信號(hào)和信息。此外，計(jì)算機(jī)46操作工作臺(tái)馬達(dá)控制器54，所述工作臺(tái)馬達(dá)控制器控制機(jī)動(dòng)化的工作臺(tái)16，以相對(duì)于系統(tǒng)等角點(diǎn)36定位患者。雖然傳統(tǒng)的重建方法通常要求獲取根據(jù)奈奎斯特定理確定的最少數(shù)量的投影，但是本發(fā)明提供了一種基本全新的方法，用于將來(lái)自2D圖像的時(shí)間序列的時(shí)間分辨率輸入到3D圖像體積，以建立時(shí)間分辨的3D醫(yī)療圖像。除了別的以外，這允許產(chǎn)生具有精致細(xì)節(jié)和高時(shí)間分辨率的3D血管造影照片?？梢岳梅N類繁多的醫(yī)療成像系統(tǒng)單獨(dú)地或者結(jié)合地執(zhí)行所述方法，例如CT系統(tǒng)、熒光透視系統(tǒng)以及上面討論的旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)。因此，在進(jìn) 入本方法更為具體的實(shí)施方式和展開本方法之前，本發(fā)明首先介紹一種產(chǎn)生時(shí)間分辨的3D圖像的一般性方法?，F(xiàn)在參照?qǐng)D2，用于產(chǎn)生時(shí)間分辨的3D圖像的一般性方法在流程方框100處開始，在流程方框100，利用諸如CT系統(tǒng)或者單平面、雙平面或旋轉(zhuǎn)X射線系統(tǒng)之類的醫(yī)療成像系統(tǒng)從對(duì)象上感興趣的區(qū)域(ROI)獲取圖像數(shù)據(jù)。在流程方框102，根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生2D圖像的時(shí)間序列。雖然2D圖像的時(shí)間序列具有高時(shí)間和空間分辨率，并且可能包括圍繞所述對(duì)象從不同角度獲取的圖像，但是它們通常無(wú)法提供該對(duì)象的復(fù)雜的3D描繪。2D圖像的時(shí)間序列的產(chǎn)生可以利用卷積核進(jìn)行卷積，以便提供具有期望權(quán)重的局部空間覆蓋。例如，這些加權(quán)的圖像可以提供詳細(xì)描述在給定時(shí)刻存在多少血管樹的信息。已經(jīng)設(shè)想到，當(dāng)利用3X3卷積核時(shí)，相對(duì)于由原始時(shí)間序列像素提供的SNR，本方法將SNR增大了 3倍。在流程方框104，根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)重建對(duì)象的3D圖像。雖然用于重建該3D圖像的單個(gè)投影可能本身傳達(dá)某種程度的時(shí)間信息，但是所述重建的3D圖像本身基本不存在時(shí)間分辨率。為了簡(jiǎn)便起見，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像和2D圖像的時(shí)間序列可以分別簡(jiǎn)單地稱為“3D圖像”和“2D圖像”。應(yīng)當(dāng)指出的是，上述圖像數(shù)據(jù)集的獲取和重建可以根據(jù)約束重建技術(shù)(例如高度約束反投影重建(HYPR))來(lái)實(shí)現(xiàn)，以改善SNR并使?jié)撛诘妮椛浜驮煊皠﹦┝康靡詼p少。在流程方框106，將2D圖像的時(shí)間序列與靜態(tài)3D圖像選擇性結(jié)合，以便于將包含在2D圖像中的時(shí)間信息輸入到3D圖像中。這將導(dǎo)致產(chǎn)生對(duì)象的具有高時(shí)間和空間分辨率的時(shí)間分辨的3D圖像。雖然選擇性結(jié)合的處理根據(jù)所使用的醫(yī)療成像系統(tǒng)以及所獲取的圖像數(shù)據(jù)的性質(zhì)會(huì)發(fā)生變化，但是通常包括下述步驟(I)將2D圖像與3D圖像配準(zhǔn)；(2)將2D圖像中像素的衰減值投影到3D圖像中；以及(3)對(duì)于2D圖像的時(shí)間序列的每個(gè)單獨(dú)幀，利用所述投影的值對(duì)3D圖像進(jìn)行加權(quán)。已經(jīng)設(shè)想了步驟(3)中的時(shí)間加權(quán)通常包括將所述投影的像素值與3D圖像相乘。這三個(gè)步驟可以稱為“乘法投影處理”(MPP)，它們可以附加另外的步驟以改善圖像質(zhì)量或者減少誤差和假象的發(fā)生率。例如，在流程方框102和104處產(chǎn)生的2D圖像和3D圖像中的像素和體素的強(qiáng)度值可以量化對(duì)象中給定位置的X射線衰減水平。在將3D圖像與投影的像素值相乘的時(shí)候，可能無(wú)法保留這些衰減水平。因此，通過求時(shí)間分辨的3D圖像中每個(gè)體素處的強(qiáng)度值的方根，例如，通過在使用(η-I)組不同的2D圖像來(lái)對(duì)3D圖像加權(quán)的情況下求η次方根，以恢復(fù)所述衰減水平的更加精確的表示。在流程方框108顯示時(shí)間分辨的3D圖像之前，可以執(zhí)行其他的處理步驟。在流程方框102和104處產(chǎn)生的2D圖像和3D圖像分別可以利用DSA技術(shù)來(lái)產(chǎn)生。即，可以通過重建在造影劑丸經(jīng)過ROI的時(shí)候獲取的圖像數(shù)據(jù)并減去施用造影劑之前獲取的造影前或“蒙片(mask)”圖像，產(chǎn)生描繪對(duì)象的脈管系統(tǒng)的2D圖像。同樣，可以通過重建在造影劑占據(jù)ROI時(shí)獲取的圖像數(shù)據(jù)并減去蒙片圖像以去除與非血管結(jié)構(gòu)相關(guān)聯(lián)的信號(hào)，產(chǎn)生該相同脈管系統(tǒng)的3D圖像。正如以下將要討論，依賴成像條件，可以根據(jù)利用單一醫(yī)療成像系統(tǒng)和造影劑注射獲取的圖像數(shù)據(jù)或者根據(jù)利用不同的醫(yī)療成像系統(tǒng)和造影劑注射分別獲取的不同圖像數(shù)據(jù)集來(lái)產(chǎn)生2D-DSA圖像的時(shí)間序列和3D-DSA圖像。在任意一種情況下，通過將DSA圖像進(jìn)行結(jié)合產(chǎn)生的時(shí)間分辨的3D圖像以優(yōu)秀的空間和時(shí)間分辨率對(duì)對(duì)象的脈管系統(tǒng)進(jìn)行描繪，并因此可稱為4D-DSA圖像。此外，4D-DSA圖像可以顯示為“純”動(dòng)脈圖像、純靜脈圖像或者復(fù)合動(dòng)脈和靜脈的圖像，并且在脈管系統(tǒng)的各種填充狀態(tài)期間可以完全轉(zhuǎn)動(dòng)該4D-DSA圖像，由此能夠大大簡(jiǎn)化對(duì)血管動(dòng)力學(xué)的解釋。在大約30幀每秒的情況下，這些4D-DSA圖像的空間分辨率約為5123像素。這表示相對(duì)于傳統(tǒng)3D-DSA幀速提高了 150到600倍，而且沒有帶來(lái)任何顯著的圖像質(zhì)量損失。
·
對(duì)比度增強(qiáng)的圖像數(shù)據(jù)的獲取可以在通過IV或IA注射向?qū)ο笫┯迷煊皠┲髨?zhí)行。當(dāng)掃描局部區(qū)域時(shí)，IA注射可獲得高的圖像質(zhì)量和時(shí)間分辨率以及可使造影劑劑量得以減少。然而，IV注射通常更適合于掃描較大的區(qū)域，否則在該較大的區(qū)域要求在不同位置和不同動(dòng)脈中進(jìn)行多次IA注射。例如，存在許多臨床案例，其中執(zhí)行了多次3D-DSA獲取，每次獲取使用不同的IA注射，以產(chǎn)生能合并成更高質(zhì)量的血管樹的多個(gè)單獨(dú)的觀察結(jié)果。當(dāng)存在多個(gè)、單獨(dú)的IA 3D-DSA觀察結(jié)果時(shí)，雖然單獨(dú)的IA獲取可以用于產(chǎn)生被本發(fā)明用于時(shí)間加權(quán)的2D圖像的時(shí)間序列，但是為了該目的而使用IV注射提供了一種對(duì)將信息輸入到實(shí)例中存在的全部先前獲取的解剖位置進(jìn)行同時(shí)同步的機(jī)制。這種處理降低了與IA造影劑注射有關(guān)的并發(fā)癥的可能性并且提高了掃描效率。此外，在利用IV造影劑注射而非IA造影劑注射進(jìn)行的掃描中，向動(dòng)脈和靜脈填充相同濃度的造影介質(zhì)，從而允許在相同的閾值使靜脈和動(dòng)脈結(jié)構(gòu)可見。圖3示出了允許利用單次注射記錄完全的時(shí)間依賴性和3D-DSA或CTA信息的獲取方法。在流程方框110，固定機(jī)架角度并且獲取2D熒光透視圖像，直到觀察到造影劑到達(dá)(如在流程方框112所示)以及血管不透明度足夠均勻以允許獲取旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集(如在流程方框114所示)。獲取旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)之后，如在流程方框116中示，機(jī)架角度保持固定并且獲取額外的投影，直到造影劑被清洗出血管。隨后，如在流程方框118所示，重建3D體積。投影數(shù)據(jù)為通過在每個(gè)角度從造影前的投影中減去造影后的投影而形成的2D-DSA圖像。這些2D-DSA圖像不存在非血管信號(hào)。如在流程方框120所示，對(duì)所述減影的投影進(jìn)行卷積并乘進(jìn)3D數(shù)據(jù)集以形成4D-DSA時(shí)間幀，如在流程方框122所示，隨即利用最大強(qiáng)度投影(MIP)算法以預(yù)先選定的投影角度對(duì)所述4D-DSA時(shí)間幀進(jìn)行顯示。在判斷方框124，如果一些幀還有待處理，則在流程方框125，所述處理轉(zhuǎn)到2D-DSA圖像的時(shí)間序列的下一幀，并且重復(fù)所述選擇性結(jié)合過程120。該循環(huán)持續(xù)下去，直到在判斷方框124確定出對(duì)于全部相關(guān)時(shí)間幀已經(jīng)產(chǎn)生了 4D-DSA圖像為止。
圖4示出了數(shù)據(jù)獲取的時(shí)序。在注射造影劑后，在區(qū)域126，檢測(cè)動(dòng)脈血管不透明度并且以固定的機(jī)架角度獲取投影圖像。當(dāng)血管不透明度變得足夠均勻以支持旋轉(zhuǎn)DSA獲取時(shí)，在區(qū)域128，機(jī)架角度在通常200度的角度范圍內(nèi)擺動(dòng)并且獲取投影。當(dāng)機(jī)架擺動(dòng)結(jié)束時(shí)，在區(qū)域129，獲取額外的投影以描繪造影劑的洗出。獲取的全部2D投影數(shù)據(jù)用于產(chǎn)生當(dāng)前4D-DSA時(shí)間幀體積?，F(xiàn)在同時(shí)參照?qǐng)D3和圖5，截至目前產(chǎn)生的圖像現(xiàn)在可以利用以118-120所大致示出的步驟進(jìn)行選擇性結(jié)合，以產(chǎn)生具有3D-DSA圖像的詳細(xì)3D分辨率和時(shí)間序列2D-DSA圖像的時(shí)間分辨率的4D-DSA圖像。在圖5提供的選擇性結(jié)合的示例性說(shuō)明中，2D-DSA圖像的時(shí)間序列的單一幀130包括兩個(gè)具有動(dòng)脈信號(hào)132的圖像區(qū)域，而3D-DSA圖像134包括動(dòng)脈信號(hào)136和靜脈信號(hào)138和139。在流程方框120，將一幀2D-DSA圖像在選定的角度與3D-DSA圖像配準(zhǔn)，并且在與該2D-DSA幀的平面垂直的方向上將該2D-DSA幀中像素的值沿著穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影。140大致示出了將帶有動(dòng)脈信號(hào)132的像素投影到3D-DSA圖像。為了簡(jiǎn)化，沒有示出不具有對(duì)比度的2D-DSA幀中像素的投影。在流程方框120處，利用來(lái)自2D-DSA幀的投影的值對(duì)3D-DSA圖像118進(jìn)行加權(quán)以產(chǎn)生4D-DSA圖 像122。通常，這包括將所述投影的值與它們所相交的3D圖像的體素相乘。加權(quán)處理導(dǎo)致在4D-DSA圖像142中的動(dòng)脈信號(hào)136得以保留和不希望的靜脈信號(hào)139被排除或者“歸零清除(zeroed-out) ”。此外，2D-DSA幀中動(dòng)脈信號(hào)132的強(qiáng)度值被輸入到3D動(dòng)脈信號(hào)體積136中，由此允許通過2D-DSA圖像捕捉到的動(dòng)脈信號(hào)隨著時(shí)間的變化表征在4D-DSA圖像142中。當(dāng)僅利用在單一角度獲取的2D圖像的單一時(shí)間序列產(chǎn)生4D圖像時(shí)，保留在4D-DSA圖像142中的靜脈信號(hào)138說(shuō)明了一個(gè)潛在的問題。來(lái)自希望的結(jié)構(gòu)的信號(hào)(例如動(dòng)脈信號(hào)132)可能不經(jīng)意地沉積在表示不希望的結(jié)構(gòu)(例如靜脈區(qū)域138)的3D體素中。因此，當(dāng)所述不希望的結(jié)構(gòu)的信號(hào)在由2D圖像的時(shí)間序列不適當(dāng)?shù)乇碚鞯木S度上沿著希望的結(jié)構(gòu)的所述投影的值展開時(shí)，所述不希望的結(jié)構(gòu)可作為“陰影假象”保留在4D圖像中。這可能導(dǎo)致,例如,在4D-DSA圖像中，對(duì)于一些時(shí)間幀，希望的動(dòng)脈結(jié)構(gòu)被不希望的靜脈結(jié)構(gòu)所遮擋。然而，對(duì)于該靜脈而言，這將導(dǎo)致在對(duì)比度與時(shí)間的曲線上出現(xiàn)時(shí)間異常。如果分析4D-DSA圖像的時(shí)間幀，則所述異常可被認(rèn)為與靜脈的一般波形不符，由此該靜脈在投影的動(dòng)脈信號(hào)強(qiáng)烈的時(shí)間幀中可被抑制。因此，可以為每個(gè)體素計(jì)算出時(shí)間參數(shù)，平均通過時(shí)間(MTT)或者達(dá)部分峰值時(shí)間，并且該信息可用于清除陰影假象。為了協(xié)助操作者識(shí)別陰影假象和時(shí)間不規(guī)則性，可以對(duì)時(shí)間參數(shù)進(jìn)行顏色編碼并疊加在在流程方框122處顯示的4D-DSA圖像中。時(shí)間參數(shù)也可以用來(lái)在缺乏來(lái)自軟組織信號(hào)的直接灌注信息的情況下推斷與潛在的擴(kuò)散異常相關(guān)的信息。參照?qǐng)D6，用于產(chǎn)生不易受陰影假象影響的4D-DSA圖像的方法在流程方框144處開始，在流程方框144，以第一角度獲取圖像數(shù)據(jù)和以通常與第一角度相隔60度的第二角度146獲取數(shù)據(jù)。該數(shù)據(jù)優(yōu)選作為用于形成如圖4所示的3D-DSA體積的相同數(shù)據(jù)集的一部分進(jìn)行獲取，但是可以從利用單獨(dú)注射獲取的2D-DSA圖像序列中獲取。在流程方框148，對(duì)以第一角度獲取的2D數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積并乘以3D-DSA數(shù)據(jù)以形成乘積I。在流程方框150，對(duì)第二角度投影進(jìn)行卷積并乘以3D-DSA數(shù)據(jù)集以形成乘積2。在流程方框152，算出乘積I和乘積2的乘積的平方根，以形成當(dāng)前4D-DSA的時(shí)間幀，在流程方框154，對(duì)該4D-DSA時(shí)間幀進(jìn)行顯示。在判斷方框156，檢查是否全部幀已重建。如果一些幀還有待處理，則在流程方框157，所述處理轉(zhuǎn)到下一幀，并且在流程方框146重建另外的幀。隨著第一角度的前進(jìn)，配對(duì)的角度優(yōu)選保持在大約60度的角度間隔。隨著第一角度增大，當(dāng)?shù)谝唤嵌冗M(jìn)入在旋轉(zhuǎn)擺動(dòng)中獲得的60度最終角度范圍內(nèi)時(shí)，第二角度和第一角度的可用角度間隔逐漸減小。最終，對(duì)于最后的時(shí)間幀，角度間隔減小到零并且這兩個(gè)角度減小陰影假象的附加好處逐漸減小。但是，這通常在已經(jīng)觀察到動(dòng)脈相的最感興趣的填充動(dòng)力學(xué)之后很久才發(fā)生?，F(xiàn)在參照?qǐng)D7，當(dāng)使用雙平面系統(tǒng)時(shí)，投影圖像之間的用來(lái)消除陰影假象的角度間 隔可得以保持。優(yōu)選利用這樣的系統(tǒng)來(lái)獲得角度投影，在該系統(tǒng)中使用兩個(gè)源檢測(cè)器對(duì)來(lái)獲取旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)。在這種情況下，用來(lái)將時(shí)間依賴性嵌入3D旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集的投影發(fā)生在相同的時(shí)間點(diǎn)，并且總是相隔90度?；蛘?，在僅一個(gè)源檢測(cè)器對(duì)用于3D旋轉(zhuǎn)獲取并且使用單獨(dú)的注射來(lái)產(chǎn)生隨后可用于乘3D數(shù)據(jù)集的正交2D投影的情況下，雙平面獲取仍然具有優(yōu)勢(shì)。在圖7中，在流程方框158，獲取角度投影。在流程方框160，將對(duì)于當(dāng)前時(shí)間幀以最小的角度獲取的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積并乘進(jìn)3D數(shù)據(jù)集，以產(chǎn)生乘積I。在流程方框162，將對(duì)于當(dāng)前時(shí)間幀以較大角度獲取的數(shù)據(jù)進(jìn)行卷積并乘進(jìn)3D數(shù)據(jù)集，以產(chǎn)生乘積2。在流程方框164，產(chǎn)生乘積I與乘積2的積的平方根，以產(chǎn)生當(dāng)前4D-DSA時(shí)間幀。在流程方框166，顯示該4D-DSA時(shí)間幀。在判斷方框168，執(zhí)行察看是否全部幀已經(jīng)進(jìn)行了重建的檢查處理。如果一些幀還有待處理，則在流程方框169，所述處理轉(zhuǎn)到下一幀，并且在流程方框160對(duì)另外的幀進(jìn)行重建。在雙平面實(shí)施方式中，對(duì)于所有時(shí)間幀，大角度間隔的優(yōu)勢(shì)得以保持。圖8示出了使用兩個(gè)角度來(lái)去除陰影假象。示意性地圖示了通過將兩個(gè)配準(zhǔn)的投影圖像222和224與不具有時(shí)間依賴性的3D-DSA圖像226選擇性結(jié)合以形成4D-DSA圖像幀220。來(lái)自投影圖像222和224的投影的動(dòng)脈信號(hào)228對(duì)3D-DSA圖像226中的動(dòng)脈體素230進(jìn)行加權(quán)，而來(lái)自不具有對(duì)比度的像素232的投影信號(hào)消除3D-DSA圖像226中的靜脈體素234。從而，產(chǎn)生的4D-DSA圖像幀220包括加權(quán)的動(dòng)脈信號(hào)236，但不包括不希望的靜脈信號(hào)，盡管對(duì)于其中一幅投影圖像存在3D-DSA圖像的靜脈體素234和動(dòng)脈體素230對(duì)齊的事實(shí)。在圖9中，示出了該過程用于雙平面獲取的情形。以278 —般性地表示動(dòng)脈信號(hào)276 (即具有對(duì)比度的像素)的投影。來(lái)自兩幅正交2D-DSA幀的投影的值用于對(duì)3D-DSA圖像進(jìn)行加權(quán)并因此產(chǎn)生4D-DSA幀280。由于在與3D-DSA圖像272配準(zhǔn)的2D投影圖像270或274中的任意一者中不存在靜脈信號(hào)，靜脈信號(hào)284和286被歸零清除，導(dǎo)致282中的動(dòng)脈信號(hào)被清晰地隔離出來(lái)。同樣，在向?qū)ο笫┯迷煊皠┑臅r(shí)候，同時(shí)獲取3D-DSA和正交2D-DSA圖像，并且與非血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)通過減去蒙片圖像而被去除。根據(jù)本發(fā)明產(chǎn)生的時(shí)間分辨3D圖像，相對(duì)于利用傳統(tǒng)方法產(chǎn)生的圖像，其空間分辨率和時(shí)間分辨率得以顯著改善，因此在復(fù)雜血管條件的診斷、治療前的規(guī)劃和治療后的評(píng)估方面非常實(shí)用。此外，這些圖像使用于微創(chuàng)介入治療的時(shí)間分辨的真實(shí)3D路線圖得以實(shí)施，從而有利于改善在復(fù)雜脈管系統(tǒng)中操作手術(shù)設(shè)備。具體而言，本發(fā)明允許利用結(jié)合了從4D-DSA圖像獲得的空間和時(shí)間可選的路線圖的手術(shù)設(shè)備運(yùn)動(dòng)的實(shí)時(shí)序列來(lái)實(shí)現(xiàn)4D熒光透視。例如，通過單一平面或雙平面熒光透視獲得的導(dǎo)管信息可以嵌入4D-DSA血管時(shí)間幀中，以允許在任意角度進(jìn)行觀察而無(wú)需進(jìn)一步移動(dòng)機(jī)架。當(dāng)調(diào)整機(jī)架角度時(shí)，通過實(shí)時(shí)的單一投影減影的熒光透視獲得的導(dǎo)管信息同樣可以疊加在配準(zhǔn)的4D-DSA時(shí)間幀上。參照?qǐng)D10，在形成熒光圖像過程中，其重要的是保持手術(shù)設(shè)備的空間分辨率。這可能不同于形成4D-DSA時(shí)間幀，在形成4D-DSA時(shí)間幀的過程中對(duì)時(shí)間分辨的2D-DSA時(shí)間幀進(jìn)行卷積并且所述時(shí)間分辨的2D-DSA時(shí)間幀用于獲得時(shí)間權(quán)重的局部空間估計(jì)。較佳的是提供手術(shù)設(shè)備信息的未卷積且孤立的描繪，以便保持分辨率，盡管應(yīng)當(dāng)指出的是缺失卷積處理要求更精確的圖像配準(zhǔn)。在圖10中示出了適合于適當(dāng)放大且在移動(dòng)的手術(shù)設(shè)備、導(dǎo)管與4D-DSA圖像幀之間進(jìn)行配準(zhǔn)的圖像的形成。在導(dǎo)管大部分位于視場(chǎng)(FOV)之外的情況下，在造影劑注射之前和之后分別獲取熒光透視圖像340和342。這些圖像相減以限定出熒光透視圖像序列中的血管位置的圖像344。然后，導(dǎo)管前進(jìn)以獲取圖像346，從340減去該圖像以形成僅有導(dǎo)管的圖像348，將圖像348加到選定的4D-DSA幀350上以形成4D熒光透視圖像352。為了比較，在傳統(tǒng)熒光透視中，通過從造影劑注射之后獲得的熒光透視圖像342中減去描繪前進(jìn)的導(dǎo)管的圖像346來(lái)形成熒光透視圖像354。當(dāng)通過雙平面熒光透視獲得的手術(shù)設(shè)備信息嵌入4D-DSA圖像中時(shí)，以正交成對(duì) 地獲取熒光透視圖像，并且可以對(duì)兩個(gè)圖像執(zhí)行上述處理。在這種情況下，產(chǎn)生的4D熒光透視圖像352中的目標(biāo)與單一投影的雙平面圖像340-346配準(zhǔn)。一般來(lái)說(shuō)，配準(zhǔn)過程的第一步是以可變的放大率和位置應(yīng)用塊匹配，以在側(cè)視圖和冠狀視圖中配準(zhǔn)圖像344和350。然后，將導(dǎo)管圖像348加進(jìn)來(lái)以形成4D熒光透視圖像352，利用塊匹配將該圖像352與傳統(tǒng)熒光透視圖像354配準(zhǔn)。通常在配準(zhǔn)過程中搜索水平放大率和垂直放大率的范圍。對(duì)于每個(gè)放大率，空間位移塊搜索(spatially displaced block search)可以用于使4D-DSA時(shí)間幀與已位移的熒光透視時(shí)間幀之間的絕對(duì)誤差之和最小化，可選擇使該和最小化的放大率和平移量以配準(zhǔn)圖像。為了加速熒光透視劑量減小算法中的搜索過程，可以采用迭代塊匹配(iterative block matching)技術(shù),其首先使用大塊,然后再開始較小的塊。由于來(lái)自兩幅雙平面時(shí)間分辨的圖像的噪聲的乘法結(jié)合，導(dǎo)管圖像(例如圖像348)的形成可能帶有噪聲。因此，在將導(dǎo)管圖像與4D-DSA時(shí)間幀結(jié)合之前，可以執(zhí)行降噪方案。例如，可以使用空間自適應(yīng)線性濾波器，以使在圖像子區(qū)域矩陣的每個(gè)單元上，當(dāng)尺寸類似于導(dǎo)管的測(cè)試目標(biāo)通過塊轉(zhuǎn)動(dòng)時(shí)，導(dǎo)管的方向通過計(jì)算該塊內(nèi)的像素值之和來(lái)確定。因此，當(dāng)測(cè)試目標(biāo)與導(dǎo)管具有相同取向時(shí)，獲得最小和值，并且可以沿著該方向應(yīng)用線性卷積濾波器以減少由所獲取的雙平面圖像中的噪聲導(dǎo)致的導(dǎo)管不連續(xù)性。根據(jù)圖像質(zhì)量和處理速度要求，可以使用不同的網(wǎng)格尺寸、測(cè)試目標(biāo)旋轉(zhuǎn)角度以及平移進(jìn)度。線性卷積核的大小也可以變化，以在噪聲與不連續(xù)性消減和導(dǎo)管尖端定位中潛在的誤差之間達(dá)成希望的平衡。在應(yīng)用這種空間自適應(yīng)線性濾波器之后，也可以使用熒光透視圖像幀的運(yùn)動(dòng)自適應(yīng)積分來(lái)減少噪聲?？蛇x地，還可以使用空間自適應(yīng)濾波器來(lái)改善導(dǎo)管圖像的可理解性。例如，另一種方法是逐點(diǎn)掃描初始導(dǎo)管圖像，并且關(guān)注沿其出現(xiàn)一些像素的最大線性和的方向。然后，所述線性濾波器可以沿這個(gè)方向運(yùn)行，因?yàn)樗鼘?duì)應(yīng)于導(dǎo)管的局部取向。根據(jù)卷積核的大小，搜索網(wǎng)格可以調(diào)整，并且可以執(zhí)行相同導(dǎo)管區(qū)段的多次卷積。在比較熒光透視和DSA應(yīng)用的相對(duì)噪聲特性時(shí)，應(yīng)該考慮區(qū)別。在產(chǎn)生4D-DSA幀的情況下，由3D圖像(例如通過旋轉(zhuǎn)DSA檢查獲取的3D圖像)來(lái)提供解剖細(xì)節(jié)，并且所述獲取的單獨(dú)的投影或者獨(dú)立獲取的2D-DSA圖像提供每個(gè)時(shí)間點(diǎn)存在多少脈管系統(tǒng)的局部空間平均估計(jì)。這種空間平均減少了噪聲，并且不要求保持時(shí)間依賴的幀的空間信息。相反，保持描繪導(dǎo)管的熒光透視圖像的空間分辨率是有利的，這樣，除了由上述濾波器施加的噪聲之外不存在固有噪聲平均值。還應(yīng)當(dāng)指出，用于產(chǎn)生4D-DSA幀和產(chǎn)生4D熒光透視圖像的計(jì)算時(shí)間可顯著不同。不需要實(shí)時(shí)重建4D-DSA圖像，但是熒光透視圖像應(yīng)該經(jīng)歷延遲最小的實(shí)時(shí)配準(zhǔn)和噪聲平均算法。利用雙平面熒光透視系統(tǒng)，來(lái)自正交時(shí)間分辨的圖像序列的手術(shù)設(shè)備信息通常乘進(jìn)二值化形式的3D旋轉(zhuǎn)DSA體素中。從一個(gè)維度投影之后，在3D旋轉(zhuǎn)DSA體素中描繪的脈管系統(tǒng)上存在均勻布置的手術(shù)設(shè)備信號(hào)。該信號(hào)與來(lái)自正交視圖的相應(yīng)信號(hào)相交，刻畫出3D導(dǎo)管體素。單一平面系統(tǒng)無(wú)法獲取這種額外的正交視圖。但是，另一種選擇是將全部導(dǎo)管信號(hào)布置在二進(jìn)制的旋轉(zhuǎn)DSA顯示中所描繪的血管的中心。在任意時(shí)間點(diǎn)穿過該數(shù)據(jù)集的最大強(qiáng)度投影(MIP)于是可以疊加在穿過相應(yīng)的 4D-DSA時(shí)間幀的MIP上，因此使得與利用雙平面方法產(chǎn)生的圖像大致相當(dāng)?shù)膱D像良好地表示出手術(shù)設(shè)備的前進(jìn)。較之傳統(tǒng)熒光透視視圖而言，在所述傳統(tǒng)熒光透視視圖中導(dǎo)管在一個(gè)方向上的位置不可知，這種在未被單一平面獲取所捕獲的方向上將導(dǎo)管約束在血管中心的方法不具有任何顯著的缺陷。對(duì)于不具有雙平面能力的系統(tǒng)，由4D-DSA時(shí)間幀額外提供的路線圖選擇的靈活性可以通過將單一平面熒光透視疊加在以給定機(jī)架角度獲取的4D-DSA時(shí)間幀的MIP上而進(jìn)行使用。這包括對(duì)于每個(gè)機(jī)架角度僅在當(dāng)前投影進(jìn)行配準(zhǔn)。因?yàn)椴恍枰皇中g(shù)設(shè)備視圖相交以形成3D空間導(dǎo)管體積，配準(zhǔn)就不太重要，并且實(shí)時(shí)熒光透視的完整圖像質(zhì)量得到基本保持。已經(jīng)設(shè)想了這種機(jī)架旋轉(zhuǎn)模式提供改善的SNR，因?yàn)樗话ㄈ缟纤龅脑趯㈦p平面手術(shù)設(shè)備信息嵌入4D-DSA圖像以在不轉(zhuǎn)動(dòng)機(jī)架的情況下建立4D熒光透視體積時(shí)發(fā)生的乘性噪聲效應(yīng)。對(duì)于血管腔中可能存在介入設(shè)備的多個(gè)位置的熒光透視應(yīng)用中，可能發(fā)生當(dāng)前信息和與該設(shè)備軌跡的過去歷史相關(guān)的信息的模糊交叉。因此，在圖10中的352處產(chǎn)生的熒光透視圖像序列利用至少一個(gè)幀間隔依次相減，以便隔離出設(shè)備位置的最近變化。雙平面視圖中的微分信號(hào)在時(shí)間上良好相關(guān)，并且，在乘以3D數(shù)據(jù)集時(shí)，可靠地隔離出設(shè)備尖端的當(dāng)前位置。這在圖11中示出，其中在時(shí)間tl-t4示出了當(dāng)前設(shè)備尖端。通過利用簡(jiǎn)單求和或者遞歸濾波器將過去的導(dǎo)管位置信號(hào)相加，形成設(shè)備路徑的顯示。這種顯示可以由操作者重置以重新開始整合。圖12示出了利用部分角度濾波反投影(FBP)圖像加權(quán)3D-DSA體積中的信息以形成4D-DSA時(shí)間幀的方法。如356和358所示，部分角度扇區(qū)數(shù)據(jù)作為時(shí)間的函數(shù)進(jìn)行獲取。角度扇區(qū)隨著時(shí)間的推移而前進(jìn)。對(duì)于單一平面系統(tǒng)，對(duì)每一個(gè)時(shí)間幀獲取投影角度的單一扇區(qū)。對(duì)于采用兩個(gè)源檢測(cè)器組的系統(tǒng)，扇區(qū)的數(shù)量增至兩個(gè)，使重建得以改善。在所述方法的流程圖360中，在流程方框362，F(xiàn)BP圖像形成，并且，在流程方框364用于加權(quán)3D體積數(shù)據(jù)以形成4D-DSA時(shí)間幀，在流程方框366，顯示所述4D-DSA時(shí)間幀。在判斷方框368，針對(duì)重建新幀的需求作出決定，在需要重建新幀的情形下，所述處理返回到362。在希望產(chǎn)生描繪組織灌注的時(shí)間依賴的3D體積時(shí)，從加權(quán)圖像中去除血管信息是可取的。這可以通過應(yīng)用高于用戶自定義水平的閾值消除信號(hào)來(lái)實(shí)現(xiàn)。如圖13所示，在流程方框364中加權(quán)3D體積之前，這個(gè)步驟可以合并到“擴(kuò)展的”處理步驟362中。這種處理減小了血管重建中可能與組織灌注信號(hào)競(jìng)爭(zhēng)的誤差的影響。雖然已經(jīng)參照具體實(shí)施例對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了描述，但是本領(lǐng)域技術(shù)人員將會(huì)認(rèn)識(shí)至IJ，在不脫離所附權(quán)利要求書提出的本發(fā)明的精神和范圍的前提下，可以進(jìn)行改 變。
權(quán)利要求
1.一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括 在單次造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括單一源/単一檢測(cè)器系統(tǒng)； 根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生ニ維圖像的時(shí)間序列； 根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及 通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述ニ維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比。
2.如權(quán)利要求I所述的方法，其中，通過在單次造影剤注射過程中從造影剤到達(dá)之后獲取的時(shí)間序列的幀中減去造影劑到達(dá)之前獲取的時(shí)間序列的ー個(gè)時(shí)間幀和該時(shí)間序列的時(shí)間幀的平均值中的至少ー者，產(chǎn)生減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列。
3.如權(quán)利要求I所述的方法，還包括 將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)； 利用ニ維圖像空間核對(duì)所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列進(jìn)行卷積； 在與所述ニ維圖像的時(shí)間序列的平面垂直的方向上，將所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及 對(duì)于所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。
4.如權(quán)利要去3所述的方法，其中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列基本上不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。
5.如權(quán)利要求3所述的方法，其中，與所述三維圖像相乘以額外的角度重復(fù)。
6.如權(quán)利要求5所述的方法，其中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。
7.如權(quán)利要求3所述的方法，進(jìn)ー步包括 為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少ー者。
8.如權(quán)利要求7所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
9.如權(quán)利要求7所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顔色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少ー者上。
10.如權(quán)利要求I所述的方法，其中，在所述單一源/単一檢測(cè)器系統(tǒng)的源檢測(cè)器機(jī)架的固定位置獲取所述圖像投影數(shù)據(jù)，直到在視場(chǎng)中檢測(cè)到注射的造影劑并且產(chǎn)生適當(dāng)?shù)膭?dòng)脈與靜脈對(duì)比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對(duì)比度的三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集，由此所述源檢測(cè)器機(jī)架開始轉(zhuǎn)動(dòng)。
11.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，在獲取所述三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集的最終角度處獲取額外的時(shí)間分辨的流出物投影數(shù)據(jù)，并且該流出物投影數(shù)據(jù)用于產(chǎn)生三維的時(shí)間分辨的流出物容量。
12.如權(quán)利要求I所述的方法，其中，所述單次造影剤注射是動(dòng)脈內(nèi)注射和靜脈內(nèi)注射中的一者。
13.一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括 在多個(gè)源-檢測(cè)器方向獲得的多次造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括單一源/單ー檢測(cè)器陣列；和 根據(jù)在所述多個(gè)源-檢測(cè)器方向所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)產(chǎn)生減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列。
14.如權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述圖像投影數(shù)據(jù)是在所述多次造影剤注射的其中一次注射期間以多個(gè)旋轉(zhuǎn)角度獲取的。
15.如權(quán)利要求14所述的方法，其中，根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像。
16.如權(quán)利要求15所述的方法,還包括 通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生信噪比基本高于所獲取的時(shí)間投影數(shù)據(jù)的信噪比的時(shí)間分辨的三維圖像。
17.如權(quán)利要求16所述的方法，其中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列基本不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。
18.如權(quán)利要求17所述的方法，其中，與所述三維圖像相乘以額外的角度重復(fù)。
19.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。
20.如權(quán)利要求16所述的方法，進(jìn)ー步包括 為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少ー者。
21.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
22.如權(quán)利要求20所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顔色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少ー者上。
23.如權(quán)利要求13所述的方法，其中，所述多次造影剤注射是動(dòng)脈內(nèi)注射和靜脈內(nèi)注射中的一者。
24.一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括 在單次造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括具有兩個(gè)單獨(dú)的源檢測(cè)器系統(tǒng)的雙平面系統(tǒng)；根據(jù)以多個(gè)角度獲得的來(lái)自每個(gè)所述源檢測(cè)器系統(tǒng)的所述獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列； 根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及 通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比。
25.如權(quán)利要求24所述的方法，還包括 將所述重建的基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與以多個(gè)角度獲得的所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列配準(zhǔn)； 利用ニ維空間核對(duì)所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列進(jìn)行卷積； 在與所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的平面垂直的方向上，將所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列中的每個(gè)像素的值沿著延伸穿過每個(gè)相應(yīng)像素的直線進(jìn)行投影；以及 對(duì)于所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述值相乘，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。
26.如權(quán)利要求25所述的方法，其中，通過對(duì)于所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列的每個(gè)時(shí)間幀，將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與每個(gè)像素的所述投影的值相乘，使得所述時(shí)間分辨的三維圖像上與成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)調(diào)整為零，所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列基本不存在與所述成像區(qū)域中不希望的血管結(jié)構(gòu)對(duì)應(yīng)的信號(hào)。
27.如權(quán)利要求25所述的方法，其中，最終圖像是在η個(gè)角度相乘的乘積的η次方根。
28.如權(quán)利要求25所述的方法，進(jìn)ー步包括 為所述時(shí)間分辨的三維圖像的每個(gè)體素確定時(shí)間參數(shù)，其中所述時(shí)間參數(shù)是平均通過時(shí)間和達(dá)部分峰值時(shí)間中的至少ー者。
29.如權(quán)利要求28所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括根據(jù)所述時(shí)間參數(shù)從所述時(shí)間分辨的三維圖像中去除陰影假象。
30.如權(quán)利要求28所述的方法，其中，確定時(shí)間參數(shù)包括將所述時(shí)間參數(shù)的顔色編碼的顯示疊加在所述時(shí)間分辨的三維圖像和根據(jù)所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像所產(chǎn)生的血容量圖像中的至少ー者上。
31.如權(quán)利要求24所述的方法，其中， 在相應(yīng)的兩個(gè)源檢測(cè)器系統(tǒng)的兩個(gè)源檢測(cè)器機(jī)架的固定位置獲取所述圖像投影數(shù)據(jù)，直到在視場(chǎng)中檢測(cè)到注射的造影剤并且產(chǎn)生適當(dāng)?shù)膭?dòng)脈和靜脈對(duì)比度，以允許獲取整體具有基本均勻的對(duì)比度的三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集，由此所述兩個(gè)源檢測(cè)器機(jī)架中的至少ー者開始轉(zhuǎn)動(dòng)。
32.如權(quán)利要求31所述的方法，其中，在獲取所述三維旋轉(zhuǎn)數(shù)據(jù)集的最終角度處獲取額外的時(shí)間分辨的流出物投影數(shù)據(jù)，并且該流出物投影數(shù)據(jù)用于產(chǎn)生三維的時(shí)間分辨的流出物容量。
33.一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維圖像的方法，所述方法包括在第一次造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取第一圖像投影數(shù)據(jù)，所述醫(yī)療成像系統(tǒng)包括具有兩個(gè)單獨(dú)的源檢測(cè)器系統(tǒng)的雙平面系統(tǒng)； 根據(jù)來(lái)自每個(gè)所述源檢測(cè)器系統(tǒng)的所述獲取的第一圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列； 在第二次造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取第二圖像投影數(shù)據(jù)； 根據(jù)所獲取的第二圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及 通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述減影的僅具有血管的ニ維圖像的時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的第一圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比。
34.一種用于產(chǎn)生對(duì)象的時(shí)間分辨的三維血管數(shù)據(jù)集圖像的方法，所述方法包括 在單次造影剤注射和多次造影剤注射中的至少ー種造影剤注射期間，利用醫(yī)療成像系統(tǒng)從所述對(duì)象獲取部分角度濾波反投影圖像數(shù)據(jù)； 在前進(jìn)受限的角度范圍內(nèi)，根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生ニ維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列； 根據(jù)所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的至少一部分重建基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像；以及 通過將所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像與所述ニ維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列選擇性結(jié)合，產(chǎn)生時(shí)間分辨的三維圖像，所述時(shí)間分辨的三維圖像具有基本上比所獲取的圖像投影數(shù)據(jù)的信噪比更高的信噪比，其中，所述ニ維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列用于加權(quán)并乘以所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像，以產(chǎn)生所述時(shí)間分辨的三維圖像。
35.如權(quán)利要求34所述的方法，還包括 在所述ニ維圖像的漸進(jìn)時(shí)間序列用于加權(quán)并乘以所述基本不具有時(shí)間分辨率的三維圖像之前，應(yīng)用閾值消除信號(hào)以去除血管信息。
36.ー種方法，用于在單平面熒光透視系統(tǒng)上產(chǎn)生疊加在由四維DSA時(shí)間幀提供的三維血管路線圖上的介入設(shè)備的時(shí)間分辨的三維熒光透視圖像，所述方法包括 選擇用于血管路線圖的四維DSA時(shí)間幀； 產(chǎn)生在單一源-檢測(cè)器機(jī)架角度處獲得的所述介入設(shè)備的熒光透視圖像的減影時(shí)間序列； 通過將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列乘以所述三維血管路線圖，將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列結(jié)合到三維血管空間中；以及 通過形成穿過所述結(jié)合的熒光透視圖像和三維血管路線圖的最大強(qiáng)度投影，從任意方向顯示疊加在所述三維血管路線圖上的熒光透視圖像的當(dāng)前減影時(shí)間序列。
37.如權(quán)利要求36所述的方法，其中，在相乘射線的方向上，所述介入設(shè)備的位置基本位于接受檢查的對(duì)象的血管的中心。
38.ー種方法，用于在雙平面熒光透視系統(tǒng)上產(chǎn)生疊加在由四維DSA時(shí)間幀提供的三維血管路線圖上的介入設(shè)備的時(shí)間分辨的三維熒光透視圖像，所述方法包括 選擇用于血管路線圖的四維DSA時(shí)間幀； 產(chǎn)生在單一源-檢測(cè)器機(jī)架角度處獲得的所述介入設(shè)備的熒光透視圖像的減影時(shí)間序列； 通過將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列乘以所述三位血管路線圖，將所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列結(jié)合到三維血管空間中；以及 通過形成穿過所述結(jié)合的所述熒光透視圖像和三維血管路線圖的最大強(qiáng)度投影，從任意角度顯示疊加在所述三維血管路線圖上的熒光透視圖像的當(dāng)前減影時(shí)間序列。
39.如權(quán)利要求38所述的方法，其中，通過將以選定數(shù)量的時(shí)間幀隔開的熒光透視圖像相減，分別產(chǎn)生所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列。
40.如權(quán)利要求39所述的方法，其中，所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列依次乘進(jìn)所述三維血管路線圖。
41.如權(quán)利要求40所述的方法，其中，通過將在選定的時(shí)間間隔上依次乘進(jìn)所述三維血管路線圖的所述熒光透視圖像的減影時(shí)間序列相加，形成合成的設(shè)備路徑歷史圖像。
42.如權(quán)利要求41所述的方法，其中，所述選定的時(shí)間間隔可以被修改。
全文摘要
一種通過將來(lái)自2D醫(yī)療圖像的時(shí)間序列的時(shí)間信息輸入到對(duì)象的3D圖像來(lái)產(chǎn)生該對(duì)象的時(shí)間分辨的3D醫(yī)療圖像的方法。一般來(lái)說(shuō)，通過下述步驟來(lái)實(shí)現(xiàn)利用醫(yī)療成像系統(tǒng)獲取圖像數(shù)據(jù)；根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)的至少一部分產(chǎn)生ROI的2D圖像的時(shí)間序列；根據(jù)所獲取的圖像數(shù)據(jù)重建基本不具有時(shí)間分辨率的3D圖像；以及將所述2D圖像的時(shí)間序列與所述3D圖像選擇性結(jié)合。選擇性結(jié)合通常包括將所述2D圖像的時(shí)間序列的幀與所述3D圖像配準(zhǔn)；將來(lái)自所述2D圖像幀的像素值投影“入”所述3D圖像；以及對(duì)于所述2D圖像的時(shí)間序列的每個(gè)幀，用所述投影的像素值加權(quán)所述3D圖像。這種方法對(duì)于根據(jù)通過單一平面或雙平面X射線獲取所獲得的2D-DSA圖像的時(shí)間序列和通過旋轉(zhuǎn)DSA獲取所獲得的3D圖像產(chǎn)生4D-DSA圖像(即，時(shí)間分辨的3D-DSA圖像)特別有用?？梢岳枚啻巫⑸浠蛘呤褂脝未巫⑸洌ㄟ^將根據(jù)來(lái)自旋轉(zhuǎn)X射線獲取的單個(gè)投影產(chǎn)生的2D-DSA圖像的時(shí)間序列與根據(jù)在旋轉(zhuǎn)X射線獲取期間獲得的基本上全部投影視圖重建的3D圖像結(jié)合來(lái)產(chǎn)生4D-DSA圖像。所述DSA圖像可以具有約5123像素的空間分辨率和大約30幀每秒的時(shí)間分辨率，這表示相對(duì)于傳統(tǒng)3D-DSA幀速率增大了大約150到600倍。
文檔編號(hào)G06T15/00GK102696056SQ201080045631
公開日2012年9月26日 申請(qǐng)日期2010年8月16日 優(yōu)先權(quán)日2009年8月17日
發(fā)明者查爾斯·A·米斯特雷塔, 查爾斯·M·斯特羅瑟 申請(qǐng)人:Cms醫(yī)療有限公司, 米斯特雷塔醫(yī)療有限公司